【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、画素単位の光電変換部に、画素毎にシンチレータ層を設けた放射線平面検出器に係り、特にシンチレータ層内で発生された光を効率良く光電変換部に導くとともに、シンチレータ層で発光された光の情報を、リニアに電気信号に変換できる放射線平面検出器に関する。
【０００２】
【従来の技術】
放射線平面検出器として、入力放射線をシンチレータ膜により光に変換し、その光を光電変換膜で電子もしくは電荷からなる電気信号に変換する方式においては、光電変換膜をマトリクス状の複数の光電変換素子により形成し、各光電変換素子にシンチレータ層を接触させた放射線平面検出器が注目を集めている。
【０００３】
放射線平面検出器は、固体検出器であることから、画質性能や安定性の面でも極めて期待が高く、しかもリアルタイムでＸ線検出像が得られる。
【０００４】
このような背景から、比較的大きな線量で、静止画像を得ることのできる一般撮影用の放射線平面検出器が既に実用化されている。また、透視線量下で、秒３０コマ以上の動画を得ることのできる放射線平面検出器も開発されつつある。
【０００５】
なお、シンチレータ２により変換された光を分散することなく光電変換素子１に導光する光ファイバープレート３を有する放射線検出器がある（例えば、特許文献１参照）。
【０００６】
【特許文献１】
特開２０００−２４１５５１号（図１、段落［００２２］、要約書）
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
上述した放射線平面検出器においては、入射Ｘ線により発生される発光光のうち、シンチレータ層のＸ線入射面の近傍で発生された発光光は、シンチレータ層内部（厚さ方向の全域）を透過して光電変換素子に到達する。なお、放射線平面検出器で用いられるシンチレータ層の厚さは、例えば放射線がＸ線の場合は、被検対象物を透過したＸ線を吸収するために、例えば数百μｍ程度ある。また、シンチレータ層は、発光光の波長に対して完全に透明ではないため、発光光は、シンチレータ層内で反射・散乱され、その一部は吸収される。
【０００８】
このため、シンチレータ層の光電変換素子から遠い部分すなわちシンチレータ層の放射線入射面の近傍で発生された発光光の一部または全部が、対応する画素の光電変換素子に到達できない問題がある。
【０００９】
このことは、個々の光電変換素子から出力される信号出力を低下させるとともに、シンチレータ層を透過した放射線の強度（情報）を、リニアに電気信号に変換できないことを示している。この場合、正確な画像情報が得られなくなる問題がある。
【００１０】
また、シンチレータ層の光電変換素子から遠い部分で発光した発光光がシンチレータ層の厚さ方向と非並行な方向に進む成分が存在することから、画素相互間でクロストークが発生する問題がある。
【００１１】
この発明の目的は、シンチレータ層の放射線入射面の近傍で発光された光を高い効率で光電変換部に導くとともに、発光された光の情報を、リニアに電気信号に変換できる放射線平面検出器を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
この発明は、上述した問題点に基づきなされたもので、マトリクス状に配置された複数の画素を有する光電変換部と、この光電変換部上に形成されたシンチレータ層とを有する放射線平面検出器において、前記シンチレータ層に、シンチレータ層内で発生した光を前記光電変換部へ導く導光体を設けたことを特徴とする放射線平面検出器である。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して、この発明の実施の形態について詳細に説明する。なお、以下の説明においては、放射線のうち、Ｘ線について詳細に説明する。
【００１４】
図１に示すように、Ｘ線を検出してＸ線の強度に対応する電気信号を出力する放射線平面検出器１は、複数の画素（光電変換素子）がｍ行×ｎ列のマトリクス状に配列されたマトリクス光電変換基板（以下、単に光電変換基板と略称する）１１を有する。光電変換基板１１の一方の面には、シンチレータ層１２が積層されている。
【００１５】
個々の画素は、シンチレータ層１２と詳述しない基材（支持体）との間に、例えば画素電極１３、電荷蓄積キャパシタ１４、ＴＦＴ（薄膜トランジスタ）１５およびフォトダイオード１６を含む。なお、画素電極１３とシンチレータ層１２とが相互に接触されている。
【００１６】
個々の画素には、シンチレータ層１２でＸ線から変換された光が入力される。各画素に入力された光は、画素電極１３からフォトダイオード１６に供給され、フォトダイオード１６により電荷に変換されて、キャパシタ１４に蓄積される。なお、画素電極１３の大きさは、個々の画素に占めるＴＦＴ１５と個々の画素を区分する信号線（データライン）１１１とゲート線（制御ライン）１１２により制約を受けるので、データライン１１１と制御ライン１１２のそれぞれにより区画された面積を画素の面積とすると、６０〜７０％である。
【００１７】
各画素のキャパシタ１４に蓄積された電荷は、走査制御回路１１３により一行分のＴＦＴ１５が同時にオンされることで、データライン１１１に転送され、各データライン１１１に接続されている電荷増幅器１１４に出力される。また、各画素電極の電位（キャパシタ１４に蓄積されている電荷）は、ＴＦＴ１５がオンされることでリセットされる。一行分毎に電荷増幅器１１４に入力された個々の画素の出力は、例えば並列／直列変換器またはマルチプレクサ１１５により複合化され、例えばアナログ−デジタル変換機またはデジタイザ１１６に送られる。
【００１８】
各画素の画素電極１３上には、画素電極１３上に配置されているシンチレータ層１２で発生された光を画素電極１３に向けて案内する導光体１７が、画素毎に独立して設けられている。
【００１９】
導光体１７は、例えば画素電極１３側の面積がシンチレータ層１２のＸ線入射側の断面積よりも大きくなるように形成された円錐状である。また、導光体１７は、個々の画素電極１３の概ね中央に少なくとも１つ設けられることが好ましいが、２以上の画素電極に亘って配列されてもよい。
【００２０】
なお、導光体１７は、例えばマイクロレンズアレイを形成する方法に類似した工程で、容易に形成できる。例えば、フォトレジストマスクを用い、露光、現像することにより、導光体１７は、容易に形成することができる。また、シンチレータ層１２に用いられるＧＯＳ粒子（蛍光体）は、画素電極１３上に導光体１７が配置された後、導光体１７および画素電極１３の周囲に、バインダーを介して塗布（結着）される。
【００２１】
ところで、前に説明した通り、放射線平面検出器に用いられるシンチレータ層１２の厚さは、Ｘ線のエネルギーを確実に吸収可能とするために、数百μｍにも及ぶ。このため、シンチレータ層１２が単一の材料で形成されている場合には、Ｘ線の入射面近傍で発生した光信号（発光光）は、光電変換面（各画素の光電変換素子を総称）へ向かう間に、シンチレータ層１２内で、反射し、吸収され、あるいは散乱により光電変換面と平行な方向に移動する等に起因して、大幅に減衰する。また、シンチレータ層１２が、例えば粒形（粒子状）の材料をバインダーにより層状に結着したものである場合、個々の粒子の境界で反射や散乱が生じ、その際に、単一の材料を用いる場合と同様に、吸収により減衰することが認められる。
【００２２】
シンチレータ層１２は、今日では、蛍光体であるＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ）粒子をバインダーにて結着したものが広く用いられている。このため、シンチレータ層１２で発光した光の殆どはＧＯＳ粒子の界面で反射される。従って、透過および１回の入射における吸収は、大きくない。
【００２３】
しかしながら、シンチレータ層１２の任意のＧＯＳ粒子で発光した光は、光電変換面までの間、途中に存在する多くのＧＯＳ粒子の個々の界面で、反射・散乱を繰り返すことから、透過および１回の入射における吸収が少ないが、光電変換面に到達する光の総量は、画素エリアのシンチレータ層１２内で最初に発光した光の十数％程度と予測される。なお、この減衰は、ＧＯＳ粒子の充填率や粒径、さらに反射層の有無に大きく影響される。
【００２４】
より詳細には、シンチレータ層１２内部での（シンチレータ層で発光した）光の減衰は、図２に示すようなモデル（立方体ブロック）を考えた場合、ブロック内部で発光した光は、立方体のそれぞれの面から出て行くので、各面から出る光は、内部で発光した光の約１／６となる。なお、シンチレータの各面から出る光の量は、シンチレータの個々の粒子の界面（境界）における吸収により、さらに少なくなる。
【００２５】
しかしながら、シンチレータ層１２においては、粒子（立方体ブロック）は、無数に隣接しているので、図３に示すモデルにより表されるように、各ブロックから出る光と同数の光が、隣接するブロックから入ってくることとなる。
【００２６】
このように、シンチレータ層１２の任意の位置に位置されたＧＯＳ粒子からの光は、反射・散乱されながら僅かずつ吸収されて、光電変換面へ案内される。
【００２７】
なお、図３に示したモデルにおいては、蛍光体粒子を立方体ブロックとみなしたので、ＧＯＳ粒子をバインダーにより結着させたシンチレータ層においては、光の入射および出射に関して、当然誤差が生じるが、大よその挙動とすることができる。
【００２８】
ところで、シンチレータ層１２は、厚さが数百μｍにも及ぶことから、Ｘ線の入射面の近傍ではＸ線の強度が高いことに関連して発光量も多いが、光電変換面側では、Ｘ線強度が低くなり、発光量も少なくなる。
【００２９】
このことから、Ｘ線入射面の近傍で発光した光が光電変換面へ出力される効率は、非常に低くなる。
【００３０】
このため、上述した導光体１７を個々の画素の画素電極１３上に設け、シンチレータ層１７のＸ線入射面の近傍で発生した光を画素電極１３に案内することにより、個々の画素電極１３に入射する光の量を向上できる。なお、シンチレータ層１２の厚さに起因して、画素電極１３と接する側または画素電極１３の近傍のシンチレータ層１２において発生される光の量は、（シンチレータ層１２の）Ｘ線入射面の近傍で発生される光の量に比較して少ない。このため、導光体１７は、例えば図１、図４および図５に示すように、好ましくは、シンチレータ層１２のＸ線入射面の側の断面積が画素電極１３側よりも小さくなる円錐状、角錐状や半球状（球面）に形成される。また、導光体１７の形状は、図示しないが円柱状や円錐台または角錐台もしくは画素の画素電極の形状に合わせて底面部の形状を任意に設定し、所定高さに盛り上げた形状等のいずれの形状であってもよい。
【００３１】
なお、導光体１７を、図１に示した円錐状や、図４および図５に示したような角錐状もしくは半球状とすることで、図６に示す光の導光体での屈折のように、導光体１７の界面の内部反射により、導光体１７に入射した光が画素電極１３の方向に反射されることも期待できる。また、導光体１７がシンチレータ層１２よりも屈折率の高い材質で形成される場合は、導光体１７に入射された光が画素電極１３の方向へより屈折されることにより画素電極に案内される光の量が高められる。
【００３２】
導光体１７は、シンチレータ層１２に用いられるＧＯＳ粒子がエポキシ樹脂をバインダーに用いて結着されている場合は、エポキシ樹脂、ポリカーボネート、フェノール樹脂あるいはポリスチレンにより形成される。一方、導光体１７は、バインダーにシリコン樹脂が用いられる場合には、シリコン樹脂、ポリカーボネート、エポキシ樹脂、フェノール樹脂、ポリスチレン、塩化ビニルあるいはＰＭＭＡ（ｐｏｌｙ ｍｅｔｈｙｌ ｍｅｔｈａｃｒｙｌａｔｅ）等が利用可能である。なお、導光体１７は、シンチレータ層１２により発生される光の波長に対して透明、シンチレータ層１２を構成するバインダーの屈折率と同等もしくは大きな屈折率の材質であれば、上述した材料以外の材料も利用可能である。
【００３３】
図７は、導光体１７のさらに別の形状の一例を説明している。
【００３４】
図１、図４および図５に示した円錐状または角錐状もしくは半球状の導光体においては、図６により説明した画素電極１３の側への導光効果が得られるが、図３を用いて立方体モデルで説明した隣接する導光体に向けて出射した光と同数の光が隣接する導光体から入射することを考慮すると、導光体１７の形状は、図７に示すような、立方体、またはシンチレータ層１２の厚さと画素電極１３の面積とにより各辺の長さが定義される角柱状とすることが好ましい。この場合、隣接する導光体に向けて出射し、あるいは隣接する導光体から入射される光を、効率よく画素電極１３に導くことができる。
【００３５】
なお、上述したさまざまな形状の導光体１７を用いることにより、導光体１７が無い場合に比較して、シンチレータ層１２が画素電極１３と接する面積に実質的に導光体１７の側壁の面積に増大される。このことは、導光体１７を設けることによるシンチレータ層１２に用いられる蛍光体（ＧＯＳ）の減少によりシンチレータ層全体での発光量が減少することを意味するが、画素電極に案内される光量は、導光体１７を用いる本発明の方が大きくなる。また、導光体を用いない周知のシンチレータ層においては、シンチレータ層から発光される光の量は、画素電極に近づくに従って少なくなるので、導光体を用いることに起因する画素電極近傍において、シンチレータ層を構成する蛍光体の総量が減少することに関しても、実質的な影響は無い。
【００３６】
以上説明したように、マトリクス状に配置された画素（光電変換素子）毎に、シンチレータ層で発生された光を画素の画素電極（受光部）に案内する導光体を設けたことにより、シンチレータ層のＸ線入射面の近傍で発光した光が各画素に入射される効率を高めることができる。なお、導光体の形状および屈折率を最適に設定することで、光電変換面（画素）に導かれる光の量は、一層増大される。
【００３７】
このことにより、シンチレータ層のＸ線入射面の近傍に入射されたＸ線情報をリニアに光電変換でき、しかも変換された光を効率よく光電変換素子（画素）に導くことができる。また、シンチレータ層で発生された光の大部分は、導光体と対応される画素（光電変換素子）に案内されるので、クロストークの少ない放射線平面検出器が得られる。
【００３８】
なお、この発明は、上記各実施の形態に限定されるものではなく、その実施の段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々な変形・変更が可能である。また、各実施の形態は、可能な限り適宜組み合わせて実施されてもよく、その場合、組み合わせによる効果が得られる。
【００３９】
また、本実施例においては、放射線のうち、特にＸ線について説明したが、他の放射線についても、本発明を用いることにより同様の効果を得ることができる。
【００４０】
また、本発明の放射線平面検出器は、縦横の複数の画素が配列された構成について説明したが、縦横の画素の比率が異なる（例えば、一方の画素が１個の場合等）一見すると線状に構成された放射線検出器にも適用可能である。
【００４１】
【発明の効果】
以上説明したようにこの発明によれば、画素間のクロストークが少なく、入力放射線をリニアに電気信号に変換できる放射線平面検出器が得られる。
【００４２】
また、個々の画素に到達可能な光が増大されることにより実質的な感度が向上されるので、検査対象物（検体）に照射しなければならない放射線量が低減可能となり、検体が人体である場合には被爆量を抑止できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施の形態が適用可能な放射線平面検出器の一例を説明する概略図。
【図２】図１に示した放射線平面検出器のシンチレータ層内の光の挙動を説明するモデルを示す概略図。
【図３】図１に示した放射線平面検出器のシンチレータ層内の光の挙動を説明するモデルを示す概略図。
【図４】図１に示した放射線平面検出器のシンチレータ層に組み込まれる導光体の別の実施の形態の一例を説明する概略図。
【図５】図１に示した放射線平面検出器のシンチレータ層に組み込まれる導光体の別の実施の形態の一例を説明する概略図。
【図６】図１、図４および図５に示した導光体の屈折による光のガイド機能を説明する概略図。
【図７】図１に示した放射線平面検出器のシンチレータ層に組み込まれる導光体のさらに別の実施の形態の一例を説明する概略図。
【符号の説明】
１ ・・・放射線平面検出器、
１１ ・・・光電変換基板、
１２ ・・・シンチレータ、
１３ ・・・画素電極、
１４ ・・・電荷蓄積キャパシタ、
１５ ・・・ＴＦＴ（薄膜トランジスタ）、
１６ ・・・フォトダイオード、
１７ ・・・導光体。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation flat panel detector in which a scintillator layer is provided for each pixel in a photoelectric conversion unit for each pixel, and in particular, efficiently guides light generated in the scintillator layer to the photoelectric conversion unit and emits light in the scintillator layer. The present invention relates to a radiation flat panel detector capable of linearly converting information of light obtained into an electric signal.
[0002]
[Prior art]
In a method of converting input radiation into light using a scintillator film as a radiation flat panel detector and converting the light into an electric signal composed of electrons or electric charges using a photoelectric conversion film, the photoelectric conversion film is composed of a plurality of matrix-like photoelectric conversion elements. , And a radiation flat panel detector in which a scintillator layer is brought into contact with each photoelectric conversion element has attracted attention.
[0003]
Since the radiation flat panel detector is a solid-state detector, it is extremely promising in terms of image quality performance and stability, and can obtain an X-ray detection image in real time.
[0004]
From such a background, a radiation plane detector for general imaging which can obtain a still image with a relatively large dose has already been put to practical use. Also, a radiation plane detector capable of obtaining a moving image of 30 frames or more per second under a see-through dose is being developed.
[0005]
Note that there is a radiation detector having an optical fiber plate 3 that guides the light converted by the scintillator 2 to the photoelectric conversion element 1 without dispersing the light (for example, see Patent Document 1).
[0006]
[Patent Document 1]
JP-A-2000-241551 (FIG. 1, paragraph [0022], abstract)
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
In the above-described radiation flat panel detector, of the light emitted by the incident X-rays, the light emitted near the X-ray incidence surface of the scintillator layer is transmitted through the inside of the scintillator layer (entire area in the thickness direction). Then, the light reaches the photoelectric conversion element. The thickness of the scintillator layer used in the radiation flat panel detector is, for example, about several hundred μm in the case where the radiation is X-ray, in order to absorb the X-ray transmitted through the test object. Further, since the scintillator layer is not completely transparent to the wavelength of the emitted light, the emitted light is reflected and scattered in the scintillator layer, and a part thereof is absorbed.
[0008]
For this reason, there is a problem that a part or all of the emitted light generated in a portion of the scintillator layer far from the photoelectric conversion element, that is, in the vicinity of the radiation incident surface of the scintillator layer, cannot reach the photoelectric conversion element of the corresponding pixel.
[0009]
This indicates that the signal output from each photoelectric conversion element is reduced, and that the intensity (information) of the radiation transmitted through the scintillator layer cannot be linearly converted into an electric signal. In this case, there is a problem that accurate image information cannot be obtained.
[0010]
Further, there is a component in which light emitted from a portion of the scintillator layer far from the photoelectric conversion element travels in a direction non-parallel to the thickness direction of the scintillator layer, so that there is a problem that crosstalk occurs between pixels.
[0011]
An object of the present invention is to provide a radiation plane detector that can guide light emitted near a radiation incident surface of a scintillator layer to a photoelectric conversion unit with high efficiency, and that can linearly convert information of emitted light into an electric signal. To provide.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
The present invention has been made based on the above-described problems, and has been described in a radiation flat panel detector having a photoelectric conversion unit having a plurality of pixels arranged in a matrix and a scintillator layer formed on the photoelectric conversion unit. And a light guide for guiding the light generated in the scintillator layer to the photoelectric conversion unit is provided on the scintillator layer.
[0013]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In the following description, among radiations, X-rays will be described in detail.
[0014]
As shown in FIG. 1, a radiation flat panel detector 1 that detects an X-ray and outputs an electric signal corresponding to the intensity of the X-ray includes a plurality of pixels (photoelectric conversion elements) arranged in a matrix of m rows × n columns. A matrix photoelectric conversion substrate (hereinafter simply referred to as a photoelectric conversion substrate) 11 is arranged. On one surface of the photoelectric conversion substrate 11, a scintillator layer 12 is laminated.
[0015]
Each pixel includes, for example, a pixel electrode 13, a charge storage capacitor 14, a TFT (thin film transistor) 15, and a photodiode 16 between the scintillator layer 12 and a base material (support) not described in detail. Note that the pixel electrode 13 and the scintillator layer 12 are in contact with each other.
[0016]
Light converted from X-rays by the scintillator layer 12 is input to each pixel. Light input to each pixel is supplied from the pixel electrode 13 to the photodiode 16, converted into electric charge by the photodiode 16, and stored in the capacitor 14. Since the size of the pixel electrode 13 is restricted by the TFT 15 occupying each pixel and the signal line (data line) 111 and the gate line (control line) 112 for dividing each pixel, the data line 111 and the control line Assuming that the area defined by each of the pixels 112 is the area of the pixel, the area is 60 to 70%.
[0017]
The charge accumulated in the capacitor 14 of each pixel is transferred to the data line 111 by turning on the TFT 15 for one row by the scanning control circuit 113 at the same time, and output to the charge amplifier 114 connected to each data line 111. Is done. The potential of each pixel electrode (charge stored in the capacitor 14) is reset when the TFT 15 is turned on. The output of each pixel input to the charge amplifier 114 for each row is combined by, for example, a parallel / serial converter or a multiplexer 115 and sent to, for example, an analog-to-digital converter or digitizer 116.
[0018]
On the pixel electrode 13 of each pixel, a light guide 17 for guiding light generated by the scintillator layer 12 disposed on the pixel electrode 13 toward the pixel electrode 13 is provided independently for each pixel. ing.
[0019]
The light guide 17 has, for example, a conical shape formed such that the area on the pixel electrode 13 side is larger than the cross-sectional area of the scintillator layer 12 on the X-ray incident side. Further, it is preferable that at least one light guide 17 is provided substantially at the center of each pixel electrode 13, but the light guide 17 may be arranged over two or more pixel electrodes.
[0020]
The light guide 17 can be easily formed by a process similar to a method of forming a microlens array, for example. For example, the light guide 17 can be easily formed by exposing and developing using a photoresist mask. GOS particles (phosphor) used for the scintillator layer 12 are coated (bound) around the light guide 17 and the pixel electrode 13 via a binder after the light guide 17 is disposed on the pixel electrode 13. Wear).
[0021]
By the way, as described above, the thickness of the scintillator layer 12 used in the radiation flat panel detector is as large as several hundreds of μm in order to reliably absorb X-ray energy. Therefore, when the scintillator layer 12 is formed of a single material, an optical signal (emitted light) generated in the vicinity of the X-ray incident surface is converted to a photoelectric conversion surface (collectively referred to as photoelectric conversion elements of each pixel). In the scintillator layer 12, the light is greatly attenuated by being reflected, absorbed, or moved by scattering in a direction parallel to the photoelectric conversion surface. Further, when the scintillator layer 12 is, for example, a material in which particles (particles) are bound in a layer with a binder, reflection or scattering occurs at the boundaries of individual particles. As in the case of use, it is recognized that attenuation occurs due to absorption.
[0022]
As the scintillator layer 12, a material in which GOS (Gd 2 O 2 S) particles serving as a fluorescent substance are bound with a binder is widely used today. Therefore, most of the light emitted from the scintillator layer 12 is reflected at the interface of the GOS particles. Therefore, the transmission and the absorption at one incidence are not significant.
[0023]
However, light emitted from any GOS particles of the scintillator layer 12 repeatedly reflects and scatters at individual interfaces of many GOS particles present on the way to the photoelectric conversion surface, so that transmission and one-time Although the absorption at the incidence is small, the total amount of light reaching the photoelectric conversion surface is estimated to be about ten and several percent of the light initially emitted in the scintillator layer 12 in the pixel area. Note that this attenuation is greatly affected by the filling rate and particle size of the GOS particles and the presence or absence of the reflective layer.
[0024]
More specifically, the attenuation of light (emitted from the scintillator layer) inside the scintillator layer 12 is based on the model (cube block) shown in FIG. Light coming out of each surface is about 1/6 of the light emitted inside. Note that the amount of light emitted from each surface of the scintillator is further reduced due to absorption at the interface (boundary) of individual particles of the scintillator.
[0025]
However, in the scintillator layer 12, particles (cubic blocks) are innumerably adjacent to each other, and as represented by the model shown in FIG. Will come in.
[0026]
As described above, light from the GOS particles located at an arbitrary position on the scintillator layer 12 is slightly absorbed while being reflected and scattered, and is guided to the photoelectric conversion surface.
[0027]
In the model shown in FIG. 3, the phosphor particles are regarded as cubic blocks. Therefore, in the scintillator layer in which the GOS particles are bound by the binder, an error naturally occurs with respect to the incidence and emission of light. It can be another behavior.
[0028]
By the way, since the scintillator layer 12 has a thickness of several hundred μm, a large amount of light is emitted in the vicinity of the X-ray incident surface in relation to the high intensity of the X-ray, but on the photoelectric conversion surface side, The X-ray intensity decreases, and the amount of light emission also decreases.
[0029]
For this reason, the efficiency with which light emitted near the X-ray incident surface is output to the photoelectric conversion surface is extremely low.
[0030]
For this reason, the above-described light guide 17 is provided on the pixel electrode 13 of each pixel, and the light generated near the X-ray incident surface of the scintillator layer 17 is guided to the pixel electrode 13 so that the individual pixel electrode 13 The amount of light incident on the substrate can be improved. The amount of light generated in the scintillator layer 12 on the side in contact with the pixel electrode 13 or in the vicinity of the pixel electrode 13 due to the thickness of the scintillator layer 12 is in the vicinity of the X-ray incident surface (of the scintillator layer 12). Less than the amount of light generated by Therefore, the light guide 17 preferably has a conical shape in which the cross-sectional area of the scintillator layer 12 on the X-ray incident surface side is smaller than that of the pixel electrode 13 as shown in FIGS. Are formed in a pyramidal or hemispherical (spherical) shape. Although not shown, the shape of the light guide 17 may be a columnar shape, a truncated cone, a truncated pyramid, or a shape of the bottom portion arbitrarily set in accordance with the shape of the pixel electrode of the pixel. Any shape may be used.
[0031]
By forming the light guide 17 into the conical shape shown in FIG. 1 or the pyramid or hemisphere as shown in FIGS. 4 and 5, the refraction of the light shown in FIG. Thus, it is expected that the light incident on the light guide 17 is reflected in the direction of the pixel electrode 13 due to the internal reflection at the interface of the light guide 17. When the light guide 17 is formed of a material having a higher refractive index than the scintillator layer 12, the light incident on the light guide 17 is refracted toward the pixel electrode 13 to guide the light to the pixel electrode. The amount of light emitted is increased.
[0032]
When the GOS particles used for the scintillator layer 12 are bound using an epoxy resin as a binder, the light guide 17 is formed of an epoxy resin, a polycarbonate, a phenol resin, or polystyrene. On the other hand, when a silicon resin is used as the binder, the light guide 17 can be made of silicon resin, polycarbonate, epoxy resin, phenol resin, polystyrene, vinyl chloride, PMMA (polymethyl methacrylate), or the like. The light guide 17 is transparent to the wavelength of the light generated by the scintillator layer 12 and a material other than the above-described materials as long as the material has a refractive index equal to or larger than the refractive index of the binder forming the scintillator layer 12. Materials are also available.
[0033]
FIG. 7 illustrates an example of still another shape of the light guide 17.
[0034]
In the conical, pyramidal, or hemispherical light guide shown in FIGS. 1, 4, and 5, the light guide effect toward the pixel electrode 13 described with reference to FIG. 6 can be obtained. Taking into account that the same number of lights emitted toward the adjacent light guides as described in the cubic model enter from the adjacent light guides, the shape of the light guide 17 is as shown in FIG. It is preferable to use a cube or a prism having the length of each side defined by the thickness of the scintillator layer 12 and the area of the pixel electrode 13. In this case, light emitted toward the adjacent light guide or incident from the adjacent light guide can be efficiently guided to the pixel electrode 13.
[0035]
By using the light guides 17 having various shapes described above, the area of the scintillator layer 12 in contact with the pixel electrode 13 is substantially equal to the area of the side wall of the light guide 17 as compared with the case where the light guides 17 are not provided. The area is increased. This means that the amount of light emitted from the entire scintillator layer decreases due to the decrease in the phosphor (GOS) used for the scintillator layer 12 due to the provision of the light guide 17, but the amount of light guided to the pixel electrode is reduced. The present invention using the light guide 17 is larger. Further, in a known scintillator layer not using a light guide, the amount of light emitted from the scintillator layer decreases as approaching the pixel electrode. There is no substantial effect on the reduction in the total amount of phosphors constituting the layer.
[0036]
As described above, for each pixel (photoelectric conversion element) arranged in a matrix, a light guide that guides light generated in the scintillator layer to the pixel electrode (light receiving portion) of the pixel is provided. The efficiency with which light emitted near the X-ray incidence surface of the layer enters each pixel can be increased. The amount of light guided to the photoelectric conversion surface (pixel) is further increased by optimally setting the shape and the refractive index of the light guide.
[0037]
As a result, X-ray information incident near the X-ray incident surface of the scintillator layer can be linearly photoelectrically converted, and the converted light can be efficiently guided to the photoelectric conversion element (pixel). Further, most of the light generated in the scintillator layer is guided to pixels (photoelectric conversion elements) corresponding to the light guide, so that a radiation plane detector with less crosstalk can be obtained.
[0038]
The present invention is not limited to the above embodiments, and various modifications and changes can be made at the stage of implementation without departing from the scope of the invention. In addition, the embodiments may be implemented in appropriate combinations as much as possible. In that case, the effects of the combinations are obtained.
[0039]
Further, in the present embodiment, among radiations, X-rays have been particularly described. However, similar effects can be obtained for other radiations by using the present invention.
[0040]
Although the radiation flat panel detector according to the present invention has been described with respect to a configuration in which a plurality of vertical and horizontal pixels are arranged, the ratio of the vertical and horizontal pixels is different (for example, when one of the pixels is one, etc.). The present invention is also applicable to a radiation detector configured as described above.
[0041]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to obtain a radiation plane detector capable of converting input radiation into an electric signal linearly with little crosstalk between pixels.
[0042]
Further, since the substantial sensitivity is improved by increasing the light that can reach each pixel, the amount of radiation that must be applied to the inspection target (sample) can be reduced, and the sample is a human body. In such cases, the amount of exposure can be suppressed.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram illustrating an example of a radiation flat panel detector to which an embodiment of the present invention is applicable.
FIG. 2 is a schematic diagram showing a model for explaining the behavior of light in a scintillator layer of the radiation flat panel detector shown in FIG. 1;
FIG. 3 is a schematic diagram showing a model for explaining the behavior of light in the scintillator layer of the radiation flat panel detector shown in FIG. 1;
FIG. 4 is a schematic diagram illustrating an example of another embodiment of a light guide incorporated in the scintillator layer of the radiation flat panel detector illustrated in FIG.
5 is a schematic diagram illustrating an example of another embodiment of a light guide incorporated in the scintillator layer of the radiation flat panel detector illustrated in FIG.
FIG. 6 is a schematic diagram for explaining a light guiding function by refraction of the light guide shown in FIGS. 1, 4 and 5;
FIG. 7 is a schematic diagram illustrating an example of still another embodiment of the light guide incorporated in the scintillator layer of the radiation flat panel detector illustrated in FIG.
[Explanation of symbols]
1 ・ ・ ・ Radiation plane detector,
11 ... photoelectric conversion substrate,
12 ・ ・ ・ Scintillator,
13 ... pixel electrode,
14 ... Charge storage capacitors,
15 ... TFT (thin film transistor),
16 Photodiode,
17 ... light guide.